磁共振成像系统用的B0磁体方法和设备与流程

磁共振成像系统用的b0磁体方法和设备
[0001]
相关申请的引用
[0002]
根据美国法典第35条第119款，本申请要求于2018年5月21日提交的题为“磁共振系统用的b0磁体方法和设备”的美国临时申请no.62/674,482和于2018年7月2日提交的题为“磁共振系统用的b0磁体方法和设备”美国临时申请no.62/693,044的优先权，其全部内容均通过引用合并于此。


背景技术：

[0003]
磁共振成像(mri)为许多应用提供了重要的成像模式，并且在临床和研究环境中被广泛使用以产生人体内部的图像。通常地，mri基于检测磁共振(mr)信号，该信号是原子响应于所施加的电磁场导致的状态变化而发射的电磁波。例如，核磁共振(nmr)技术涉及检测在被成像体中的原子(例如人体组织中的原子)的核自旋重新排列或弛豫时从受激原子核发出的mr信号。所检测的mr信号可以被处理以产生图像，该图像在医疗应用的背景下允许出于诊断、治疗和/或研究目的而研究体内的内部结构和/或生物学过程。
[0004]
mri由于能够产生具有较高分辨率和对比度的非侵入性图像而提供用于生物学成像的具有吸引力的成像模式并且没有其它模式的安全顾虑(例如，无需将被测者暴露于例如x射线等电离辐射，或者将放射性物质引入身体)。此外，mri特别适合提供软组织对比度，可以利用它来对其它成像模式无法令人满意地成像的主题成像。另外，mr技术能够捕获有关其它模式无法获取的结构和/或生物过程的信息。然而，对于给定的成像应用，mri存在许多缺点，可能涉及装备的较高成本、有限可用性(例如，难以获得对临床mri扫描仪的访问权限)和/或图像采集过程的长度。
[0005]
临床mri的趋势是增加mri扫描仪的场强，以改善扫描时间、图像分辨率和图像对比度中的一项或多项，这进而继续增加成本。绝大多数已安装的mri扫描仪以1.5或3特斯拉(t)操作，这是指主磁场b0的场强。临床mri扫描仪的粗略成本估算约为每特斯拉一百万美元，这不包括操作这种mri扫描仪所涉及的大量操作、服务和维护成本。
[0006]
此外，传统的高场mri系统通常需要大的超导磁体和相关的电子器件，以产生对被成像体(例如，患者)成像的强的均匀静磁场(b0)。对于包括用于磁体、电子器件、热管理系统和控制台区域的多个室的典型mri设施，这种系统的尺寸相当大。mri系统的尺寸和费用通常将它们的用途限制在诸如医院和学术研究中心等的设施，这些设施具有足够的空间和资源来购买和维护它们。高场mri系统的高成本和大量空间需求导致mri扫描仪的有限可用性。这样，存在许多这种临床情况：mri扫描将是有益的，但是由于上述的一个或多个限制，mri扫描不实用或不可能，如下面进一步详细说明的。


技术实现要素：

[0007]
一些实施方式包括用于提供磁共振成像系统用的b0磁场的设备，该设备包括：至少一个第一b0磁体，其被构造为产生对磁共振成像系统用的b0磁场做贡献的第一磁场，至少一个第一b0磁体包括第一多个永磁体环，第一多个永磁体环包括具有各自不同的高度的至
少两个环。
[0008]
一些实施方式包括用于提供磁共振成像系统用的b0磁场的设备，该设备包括：至少一个第一b0磁体，其被构造为产生对磁共振成像系统用的b0磁场做贡献的第一磁场；至少一个第二b0磁体，其被构造为产生对磁共振成像系统用的b0磁场做贡献的第二磁场，至少一个第一b0磁体和至少一个第二b0磁体相对于彼此配置成使得在至少一个第一b0磁体和至少一个第二b0磁体之间设置成像区域；和磁轭，其被构造为俘获并引导由至少一个第一b0磁体和至少一个第二b0磁体产生的至少一些磁通量，以增大成像区域内的磁通量密度，磁轭包括：第一板，其包括铁磁材料并且联接到至少一个第一b0磁体；第二板，其包括铁磁材料并且联接到至少一个第二b0磁体；框架，其包括铁磁材料并且联接到第一板和第二板；第一附加铁磁材料联接到第一板以补偿在第一板中感应的磁饱和；和第二附加铁磁材料联接到第二板以补偿在第二板中感应的磁饱和。
[0009]
一些实施方式包括用于提供磁共振成像系统用的b0磁场的设备，该设备包括：至少一个第一b0磁体，其被构造为产生对磁共振成像系统用的b0磁场做贡献的第一磁场；至少一个第二b0磁体，其被构造为产生对磁共振成像系统用的b0磁场做贡献的第二磁场，至少一个第一b0磁体和至少一个第二b0磁体相对于彼此配置成使得在至少一个第一b0磁体和至少一个第二b0磁体之间设置成像区域；和磁轭，其被构造为俘获并引导由至少一个第一b0磁体和至少一个第二b0磁体产生的至少一些磁通量，以增大成像区域内的磁通量密度，磁轭包括：第一板，其包括铁磁材料并且联接到至少一个第一b0磁体和第一组一个或多个孔以补偿在第一板中感应的磁饱和；第二板，其包括铁磁材料并且联接到至少一个第二b0磁体和第二组一个或多个孔以补偿在第二板中感应的磁饱和；框架，其包括铁磁材料并联接到第一板和第二板。
[0010]
一些实施方式包括用于提供磁共振成像系统用的b0磁场的设备，该设备包括：至少一个第一b0磁体，其被构造为产生对磁共振成像系统用的b0磁场做贡献的第一磁场；至少一个第二b0磁体，其被构造为产生对磁共振成像系统用的b0磁场做贡献的第二磁场，至少一个第一b0磁体和至少一个第二b0磁体相对于彼此配置成使得在至少一个第一b0磁体和至少一个第二b0磁体之间设置成像区域；和磁轭，其被构造为俘获并引导由至少一个第一b0磁体和至少一个第二b0磁体产生的至少一些磁通量，以增大成像区域内的磁通量密度，所述磁轭包括：第一板，其包括铁磁材料并且联接到至少一个第一b0磁体，第一板的厚度变化以补偿在第一板中感应的磁饱和；第二板，其包括铁磁材料并且联接到至少一个第二b0磁体，第二板的厚度变化以补偿在第二板中感应的磁饱和；和框架，其包括铁磁材料并联接到第一板和第二板。
附图说明
[0011]
将参照以下附图说明所公开的技术的各个方面和实施方式。应当理解的是，附图不一定按比例绘制。
[0012]
图1示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的磁共振成像系统的示例性部件。
[0013]
图2示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的包括多个同心永磁体环的b0磁体，其中各环均包括永磁体段。
[0014]
图3示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的部分地形成图2所示的b0磁体的永磁体环的示例性构造的俯视图。
[0015]
图4a示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的具有高度均匀的多个永磁体环的永磁b0磁体。
[0016]
图4b示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的永磁b0磁体和磁轭的截面侧视图，其中b0磁体具有高度均匀的多个永磁体环。
[0017]
图5示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的永磁b0磁体和磁轭的截面侧视图，其中形成永磁b0磁体的永磁体环的高度是变化的。
[0018]
图6a-图6c分别示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的永磁b0磁体的截面侧视图、俯视图和等轴测图。
[0019]
图7a-图7c分别示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的图6a-图6c所示的四环式永磁b0磁体的最内环的截面侧视图、俯视图和等轴测图。
[0020]
图7d-图7f分别示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的图6a-图6c所示的四环式永磁b0磁体的第二靠近中心的环的截面侧视图、俯视图和等轴测图。
[0021]
图7g-图7i分别示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的图6a-图6c所示的四环式永磁b0磁体的第三靠近中心的环的截面侧视图、俯视图和等轴测图。
[0022]
图7j-图7l分别示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的图6a-图6c所示的四环式永磁b0磁体的最外环的截面侧视图、俯视图和等轴测图。
[0023]
图8a示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的具有第一和第二b0磁体以及磁轭的设备，其中第一和第二b0磁体均具有相应的多个永磁体环，磁轭具有第一和第二板以及分别用于补偿在第一和第二板中感应的磁饱和的第一和第二附加铁磁材料。
[0024]
图8b是根据本文说明的技术的一些实施方式的联接到板以补偿在板中感应的磁饱和的附加铁磁材料的示意图。
[0025]
图9a-图9b示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的附加铁磁材料对磁饱和以及因此对磁导率的不均匀性的影响。
[0026]
图10示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的便携式低场mri系统。
[0027]
图11a示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的便携式mri系统的b0磁体用的永磁体垫片。
[0028]
图11b和图11c示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的便携式mri系统的梯度线圈用的振动支架。
[0029]
图11d示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的层压板，该层压板包括紧固至图11b和图11c所示的振动支架的梯度线圈。
[0030]
图11e示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的便携式mri系统的b0磁体用的示例性垫片。
[0031]
图11f示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的便携式mri系统。
[0032]
图12a和图12b示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的便携式mri系统的视图。
[0033]
图12c示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的便携式mri系统的另一示例。
[0034]
图13示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的执行头部扫描的便携式mri系
统。
具体实施方式
[0035]
mri扫描仪市场被高场系统压倒性地主导，并且特别是在医疗或临床mri应用中如此。如上所述，医疗成像的总体趋势是生产具有越来越高的场强的mri扫描仪，其中绝大多数临床mri扫描仪在1.5t或3t下操作，而在研究环境中使用7t和9t的更高场强。虽然在.5t和1.5t之间操作的临床系统通常也被称为“高场”，但是如本文所用，“高场”通常是指当前在临床环境中使用的mri系统，并且更特别地，是指以1.5t以上的主磁场(即b0场)操作的mri系统。介于约.2t和.5t之间的场强被称为“中场”，并且随着高场状态下场强的持续增加，介于.5t和1t之间的范围的场强也被称为中场。相比之下，作为高场状态的高端场强增加的结果，虽然有时将具有介于.2t和约.3t之间的b0场的系统称为低场，但是“低场”通常是指以小于或等于约0.2t的b0场操作的mri系统。在低场状态内，以小于.1t的b0场操作的低场mri系统在本文中被称为“极低场”，而以小于10毫特斯拉(mt)的b0场操作的低场mri系统在本文中称为“超低场”。
[0036]
发明人已经研发出能使便携式、低场、低功率和/或低成本mri系统成为可能的技术，该技术可以在当前mri安装在医院和研究设施处以外改善mri技术在各种环境中的大规模部署性。结果，mri可以被部署在急诊室、小型诊所、医生办公室、移动单元、野外等，并且可以被带到患者处(例如，床边)以执行各种成像程序和规程。一些实施方式包括便于便携式、低成本、低功率mri的极低场的mri系统(例如，.1t、50mt、20mt等)，从而显著提高了mri在临床环境中的可用性。
[0037]
在低场域中研发临床mri系统存在许多挑战。如本文所使用的，术语临床mri系统是指产生临床上有用的图像的mri系统，该图像是指具有足够的分辨率和充足的采集时间、在特定的成像应用中就其预期的目的而言对医生或临床医生有用的图像。因此，临床上有用的图像的分辨率/采集时间将取决于获得图像的目的。在低场域中获得临床有用的图像的众多挑战之一是相对低的snr。特别地，snr和b0场强之间的关系在.2t以上的场强下约为b
05/4
，而在.1t以下的场强下约为b
03/2
。因此，随着场强的降低，snr大幅下降，在场强非常低时，snr的下降幅度甚至更大。由于场强降低而导致的snr的该大幅下降是阻碍在非常低的场域中研发临床mri系统的重要因素。特别地，非常低的场强下低snr的挑战阻碍了在非常低的场域中操作的临床mri系统的研发。结果，试图在较低场强下操作的临床mri系统传统上已经获得了大约.2t范围及以上的场强。这些mri系统仍然很大、笨重且昂贵，通常需要固定的专用空间(或屏蔽帐篷)和专用电源。
[0038]
发明人已经研发了能够产生临床上有用的图像的低场和极低场mri系统，从而允许研发使用现有技术无法实现的便携式、低成本和易于使用的mri系统。根据一些实施方式，无论何时何地需要，通常都可以将mri系统运送到患者处以提供各种各样的诊断、手术、监测和/或治疗程序。
[0039]
在研发低场和极低场mri系统时，发明人已经部分地通过改善由b0磁体产生的b0场的均匀性来解决低场域的较低snr特性。
[0040]
在一些实施方式中，由发明人研发的低场和极低场mri系统包括永磁b0磁体以产生b0磁场。并且，例如图2所示，在一些实施方式中，永磁b0磁体可以包括一组或多组同心永
磁体之间提供成像区域。在一些实施方式中，对于在成像区域内的固定视场，第一和第二b0磁体中的永磁体环的不同高度可以选择以获得比如果永磁体环的高度相等将会获得的磁场更均匀的磁场。例如，对于具有处于17-23cm(例如，20cm)范围内的直径的球形视场，可以选择第一和第二b0磁体中的永磁体环的高度，以获得均匀性水平比如果永磁体环的高度相同将会获得的球形视场中的均匀性水平至少小两倍(或三、四或五倍等)的磁场。
[0048]
在一些实施方式中，对于给定的磁场均匀性水平(例如，处于500-1000ppm范围内的水平(诸如700ppm))，第一和第二b0磁体中的永磁体环的不同高度可以选择，以获得体积比具有使用高度相等的永磁体环将会获得的相同的给定的磁场均匀性水平的视场体积大(例如，至少5％、至少10％、至少15％、至少25％、至少30％、至少50％等)的视场。均匀性水平可以以百万分之一(ppm)的偏差来衡量。均匀性水平越小，磁场越均匀。类似地，均匀性水平越大，磁场的均质性越差。
[0049]
在一些实施方式中，第一b0磁体中的永磁体环关于共同的中心同心。在一些实施方式中，永磁体环的高度从最内环到最外环单调增加。例如，第一多个环可以具有依次配置的第一、第二、第三和第四环，其中相对于共同中心，第一环是最内环并且第四环是最外环。在该示例中，第四环的高度可以是最大的，第三环的高度可以是第二大的，第二环的高度可以是第三大的，并且第一环(其可以是中心没有孔的盘)的高度是最小的。应当理解的是，第一b0磁体中的永磁体环的数量不限于四个环，并且可以是任何合适数量的环(例如，两个、三个、五个、六个、七个、八个、九个、十个、十一个、十二个、十三个、十四个和十五个)。
[0050]
在一些实施方式中，各永磁体环均可以包括多个永磁段。在一些实施方式中，特定永磁体环的多个(例如，全部)段可以具有相同的高度。在一些实施方式中，永磁体环的永磁体段可以包括圆弧段。在一些实施方式中，永磁体环的永磁体段可以包括矩形块。在一些实施方式中，永磁体环的永磁体段可以包括梯形块。
[0051]
在一些实施方式中，第二b0磁体中的永磁体环可以被设计为具有与第一b0磁体中的永磁体环相同的高度。以此方式，第一b0磁体中的各永磁体环在第二b0磁体中具有对应的永磁体环，并且各对对应的永磁体环具有相同高度的永磁体段。
[0052]
在一些实施方式中，第一和第二b0磁体对mri系统用的b0磁场做贡献，并且b0磁场的场强小于或等于大约.2t且大于或等于大约.1t。
[0053]
在一些实施方式中，第一和第二b0磁体对mri系统用的b0磁场做贡献，并且b0磁场的场强小于或等于大约.1t且大于或等于大约50mt。
[0054]
在一些实施方式中，第一和第二b0磁体对mri系统用的b0磁场做贡献，并且b0磁场的场强小于或等于大约50mt并且大于或等于大约20mt。
[0055]
应当理解的是，本文说明的技术可以以多种方式中的任何一种来实现，这是因为该技术不限于任何特定的实现方式。本文仅出于说明目的提供实施方式的详细示例。此外，由于本文说明的技术的方面不限于使用任何特定技术或技术组合，因此本文公开的技术可以单独使用或以任何合适的组合使用。
[0056]
图1是mri系统100的典型部件的框图。在图1的说明性示例中，mri系统100包括计算装置104、控制器106、脉冲序列存储器108、电力管理系统110和磁性部件120。应当理解，系统100是说明性的，并且除了或代替图1所示的部件，mri系统可以具有一个或多个任何合适的类型的其它部件。然而，mri系统通常将包括这些高级部件，尽管对于特定的mri系统，
这些部件的实现可能会有很大差异。
[0057]
如图1所示，磁性部件120包括b0磁体122、垫片线圈124、rf收发线圈126以及梯度线圈128。磁体122可以用于产生主磁场b0。磁体122可以是能够产生期望的主磁场b0的任何合适类型的磁性部件或磁性部件的组合。如上所述，在高场域下，b0磁体通常使用超导材料形成，该超导材料通常被设置成螺线管几何形状，需要低温冷却系统以将b0磁体保持在超导状态。因此，高场b0磁体价格昂贵、复杂且消耗大量功率(例如，低温冷却系统需要大量功率才能维持将b0磁体保持在超导状态所需的极低温度)、需要大的专用空间以及专门的专用电源连接(例如，到电网的专用三相电源连接)。传统的低场b0磁体(例如，以.2t操作的b0磁体)也经常使用超导材料实现，因此具有相同的这些基本要求。其它传统的低场b0磁体使用永磁体实现，永磁体产生的场强在传统的低场系统中是有限的(例如，由于在较低的场强下无法获得有用的图像，所以在.2t和.3t之间)，需要重量为5-20吨的非常大的磁体。因此，传统mri系统的b0磁体本身就阻碍了便携性和可负担性两者。
[0058]
梯度线圈128可以被配置成提供梯度场，并且例如可以被配置成在三个基本正交的方向(x、y、z)上在b0场中产生梯度。梯度线圈128可以被构造为通过系统地改变b0场(由磁体122和/或垫片线圈124产生的b0场)来编码发射的mr信号，以将接收到的mr信号的空间位置编码为频率或相位的函数。例如，尽管还可以通过使用非线性梯度线圈来提供更复杂的空间编码配置文件，但是梯度线圈128可以被构造为沿着特定方向改变频率或相位作为空间位置的线性函数。例如，第一梯度线圈可以被构造为在第一(x)方向上选择性地改变b0场以在该方向上执行频率编码，第二梯度线圈可以被构造为在基本上与第一方向正交的第二(y)方向上选择性地改变b0场以执行相位编码，并且第三梯度线圈可以被构造在基本上与第一和第二方向正交的第三(z)方向上选择性地改变b0场，以为体积成像应用启用切片选择。如上所述，传统的梯度线圈也消耗大量功率，通常通过大型、昂贵的梯度电源来操作。
[0059]
通过分别使用发射线圈和接收线圈(通常称为射频(rf)线圈)激励和检测发射的mr信号来执行mri。发射/接收线圈可以包括用于发射和接收的单独的线圈、用于发射和/或接收的多个线圈或者用于发射和接收的相同线圈。因此，发射/接收部件可以包括一个或多个用于发射的线圈、一个或多个用于接收的线圈和/或一个或多个用于发射和接收的线圈。发射/接收线圈通常还称为tx/rx或tx/rx线圈，通常指的是用于mri系统的发射和接收磁性部件的各种构造。这些术语在本文可互换使用。在图1中，rf收发线圈126包括可用于产生rf脉冲以感应振荡磁场b1的一个或多个发射线圈。一个或多个发射线圈可以被构造为产生任何合适类型的rf脉冲。
[0060]
电力管理系统110包括向低场mri系统100的一个或多个部件提供操作电力的电子器件。例如，电力管理系统110可以包括一个或多个电源、梯度电力部件、发射线圈部件和/或提供合适的操作电力以激励和操作mri系统100的部件所需的任何其它合适的电力电子器件。如图1所示，电力管理系统110包括电源112、一个或多个电力部件114、发射/接收切换器116和热管理部件118(例如，用于超导磁体的低温冷却装备)。电源112包括向mri系统100的磁性部件120提供操作电力的电子器件。例如，电源112可以包括向一个或多个b0线圈(例如，b0磁体122)提供操作电力以产生低场mri系统用的主磁场的电子器件。发射/接收切换器116可以用于选择操作rf发射线圈还是rf接收线圈。
[0061]
一个或多个电力部件114可以包括：一个或多个rf接收(rx)前置放大器，其放大由
磁体和低功率部件的低功率mri系统可以在诸如750瓦或更低的1千瓦以下的功率下操作。
[0066]
如上所述，对传统mri系统的尺寸、成本和功耗的重要贡献是用于为mri系统的磁性部件供电的电力电子器件。传统mri系统用的电力电子器件通常需要单独的房间、价格昂贵并且消耗大量的功率来操作相应的磁性部件。特别地，梯度线圈和用于冷却梯度线圈本身的热管理系统通常需要专用电力连接，并禁止从标准壁装电源插座操作。发明人已经研发了能够为mri系统的梯度线圈供电的低功率、低噪声的梯度电源，根据一些实施方式，其可以被容纳在与mri系统的磁性部件相同的便携式、可搬运的或可运输的设备中。根据一些实施方式，当系统空闲时，用于给mri系统的梯度线圈供电的电力电子器件消耗小于50w的功率，而当mri系统操作时(即，在图像获取期间)，该电子器件消耗的功率在100-200w之间。发明人已经研发了全部装配在便携式mri扫描仪的覆盖范围内的用于操作便携式低场mri系统的电力电子器件(例如，低功率、低噪声电力电子器件)。根据一些实施方式，创新的机械设计使在需要该系统的各种临床环境内可调动的mri扫描仪的研发成为可能。
[0067]
研发低功率、低成本和/或便携式mri系统的核心是降低b0磁体的场强，这能够有助于减小尺寸、重量、费用和功耗。然而，如上所述，降低场强会相应地显著降低snr。snr的该显著降低已阻碍了临床mri系统将场强降低到大约.2t的当前水平以下，该系统仍然是需要专门的专用空间的大型、沉重、昂贵的固定设施。虽然已经研发了一些处于.1t和.2t之间操作的系统，但是这些系统通常是用于扫描肢体(诸如手、臂或膝盖)的专用装置。发明人已经研发了在低场和极低场中操作的能够获取临床有用图像的mri系统。一些实施方式包括有助于以比先前可获得的场强低的场强来获取临床有用图像的高效脉冲序列。mr信号的信噪比与主磁场b0的强度有关，并且是驱动临床系统在高场域中操作的主要因素之一。在全部内容通过引用合并于此的于2015年11月11日提交的题为“用于低场磁共振的脉冲序列”的美国专利申请公开no.2016/0131727中说明了由发明人研发的有助于获取临床有用图像的脉冲序列。
[0068]
发明人研发的用于解决低场强的低snr的其它技术包括优化射频(rf)发送和/或接收线圈的构造，以改善rf发送和/或接收线圈发射磁场和检测发射的mr信号的能力。发明人已经理解，低场域中的低发射频率允许高场强下不可能的rf线圈设计，因此研发了改善灵敏度的rf线圈，从而增大了mri系统的snr。在全部内容通过引用合并于此的于2016年5月12日提交的题为“射频线圈方法和设备”的美国专利申请公开no.2016/0334479中说明了由发明人研发的示例性rf线圈设计和最优化技术。
[0069]
高场mri的高成本、尺寸、重量和功耗的重要贡献是b0磁体本身以及为b0磁体供电并执行其热管理所需的设备。特别地，为了产生高场mri的场强特性，b0磁体通常被实施为使用需要低温冷却系统以将电线保持在超导状态的超导电线的、构造为螺线管几何形状的电磁体。不仅超导材料本身昂贵，而且维持超导状态的低温装备也昂贵且复杂。
[0070]
发明人已经认识到，低场环境允许在高场域中不可行的b0磁体设计。例如，至少部分是由于较低的场强，可以省略超导材料和相应的低温冷却系统。至少部分是由于较低的场强，在低场域中可以采用使用非超导材料(例如，铜)构成的b0电磁体。然而，这种电磁体在操作期间仍可能消耗相对大量的功率。例如，使用铜导体操作电磁体以产生.2t或更大的磁场需要专用或专门的电力连接(例如，专用三相电力连接)。发明人已经研发了可以使用干线供电(即，标准壁装电源)操作的mri系统，从而允许在具有普通电力连接的任何位置对
mri系统供电，具有普通电力连接的位置诸如是标准壁装电源插座(例如，美国的120v/20a连接)或普通大型家用电源插座(例如，220-240v/30a)。因此，低功率mri系统有助于便携性和可用性，从而允许mri系统在需要的位置操作(例如，可以将mri系统带到患者处而不是相反)。此外，使用标准壁装电力进行操作省去了传统上将三相电力转换为单相电力并使直接从电网提供的电力平滑所需的电子器件。替代地，可以将壁装电力直接转换为dc并为mri系统的部件分配供电。
[0071]
使用诸如电磁体的b0磁体的低场mri系统的总功耗的主要贡献是电磁体。例如，电磁体可能消耗整个mri系统功率的80％或更多。为了显著降低mri系统的功率需求，发明人已经研发了利用永磁体产生b0电磁场和/或对b0电磁场有贡献的b0磁体。根据一些实施方式，利用永磁体代替b0电磁体作为b0电磁场的主要来源。永磁体是指一旦被磁化便会维持其自身的持久磁场的任何物体或材料。可以磁化以产生永磁体的材料在本文中称为铁磁材料，并且包括作为非限制性示例的铁、镍、钴、钕(ndfeb)合金、钐钴(smco)合金、铝镍钴(alnico)合金、锶铁氧体、钡铁氧体等。永磁体材料(例如，已被磁化场驱动到饱和的可磁化材料)在去除驱动场时仍保持其磁场。特定材料保留的磁化强度称为该材料的剩磁。因此，一旦被磁化，永磁体产生与其剩磁相对应的磁场，从而消除了对产生磁场的电源的需求。
[0072]
b0磁体的重量是mri系统的总重量的重要部分，继而影响mri系统的便携性。在主要使用低碳钢和/或硅钢作为磁轭和垫片部件的实施方式中，示例性b0磁体可重约550千克。根据一些实施方式，钴钢(cofe)可以用作磁轭(和可能的垫片部件)的主要材料，从而有可能将b0磁体200的重量减少到大约450千克。然而，cofe通常比例如低碳钢更昂贵，从而提高了系统的成本。因此，在一些实施方式中，可以使用cofe来形成选择的部件，以平衡由于使用cofe而产生的成本和重量之间的权衡。使用这种示例性b0磁体，例如，可以通过将b0磁体集成在可附接脚轮、轮子或其它移动部件以允许mri系统被运输到期望位置的外壳、框架或其它主体内来构成便携式、可搬运的或可运输(例如，通过手动推动mri系统和/或包括电动辅助装置)的mri系统。结果，可以将mri系统带到需要的位置，从而增加其可用性和作为临床仪器的用途，并提供以前不可能的mri应用。根据一些实施方式，便携式mri系统的总重量小于1500磅，并且优选地小于1000磅，以有助于mri系统的可操纵性。
[0073]
图2示出了根据一些实施方式的b0磁体200。特别地，b0磁体200由被配置成双平面几何形状的永磁体210a和210b以及磁轭220形成，磁轭220与永磁体210a和210b联接以俘获由永磁体产生的电磁通量并将该通量转移至相对的永磁体以增加永磁体210a和210b之间的通量密度。永磁体210a和210b均由多个同心永磁体形成，如永磁体210b所示，永磁体210b包括外环永磁体214a、中环永磁体214b、内环永磁体214c和中心处的永磁体盘214d。永磁体210a可以包括与永磁体210b相同的一组永磁体元件。可以根据系统的设计要求来选择所使用的永磁体材料(取决于期望的性质，例如ndfeb、smco等)。
[0074]
可以根据系统的设计要求来选择所使用的永磁体材料。例如，根据一些实施方式，永磁体(或永磁体的某些部分)可以由ndfeb制成，一旦被磁化，ndfeb会产生每单位体积的材料具有较高磁场的磁场。根据一些实施方式，smco材料用于形成永磁体或永磁体的某些部分。尽管ndfeb产生较高的场强(通常比smco便宜)，但smco表现出的热漂移较小，因此面对温度波动时提供更稳定的磁场。也可以使用其它类型的一种或多种永磁体材料，因为这些方面在这一点不受限制。通常地，所使用的一种或多种类型的永磁体材料至少部分地取
决于给定的b0磁体的实施的磁场强度、温度稳定性、重量、成本和/或易用性要求。
[0075]
永磁体环的尺寸和配置被设置为在永磁体210a和210b之间的中央区域(视场)中产生具有期望强度的均匀场。在图2所示的示例性实施方式中，各永磁体环均包括多个铁磁材料块以形成相应的环。形成各环的块的尺寸和配置可以产生期望的磁场。发明人已经认识到，根据一些实施方式，可以以多种方式来设置块的尺寸，以降低成本，减轻重量和/或改善所产生的磁场的均匀性，如本文关于一起形成b0磁体的永磁体的示例性环所述。
[0076]
b0磁体200还包括磁轭220，磁轭220被构造和配置成俘获由永磁体210a和210b产生的磁通量并将该磁通量引导至b0磁体的相对侧以增加永磁体210a和210b之间的通量密度，从而增加b0磁体的视场内的场强。通过俘获磁通量并将该磁通量引导至永磁体210a和210b之间的区域，可以使用较少的永磁体材料来获得期望的场强，因此减小了b0磁体的尺寸、重量和成本。可选地，对于给定的永磁体，可以增加场强，因此在不必使用增加量的永磁体材料的情况下改善系统的snr。对于示例性b0磁体200，磁轭220包括框架222以及板224a和224b。以与上述关于磁轭220类似的方式，板324a和324b俘获由永磁体210a和210b产生的磁通量并将该磁通量引导至框架222以经由磁轭的磁回路循环以增加b0磁体的视场中的通量密度。磁轭220可以由任何期望的铁磁材料构成，例如低碳钢、cofe和/或硅钢等，以为磁轭提供期望的磁性能。根据一些实施方式，板224a和224b(和/或框架222或其一部分)可以由硅钢等在梯度线圈最可能诱发涡流的区域中构造。
[0077]
示例性框架222包括分别附接到板224a和224b的臂223a和223b以及为永磁体产生的通量提供磁回路的支撑件225a和225b。臂通常被设计成减少支撑永磁体所需的材料量，同时为永磁体产生的磁通量的返回路径提供足够的截面。臂223a和223b在b0磁体产生的b0场的磁回路内具有两个支撑件。支撑件225a和225b之间形成有间隙227，以对框架的稳定性和/或结构的轻量化提供措施，同时为永磁体产生的磁通量提供足够的截面。例如，可以在两个支撑结构之间划分磁通量的返回路径所需的截面，从而在增加框架的结构完整性的同时提供足够的返回路径。应当理解，可以将额外的支撑件添加到该结构，这是因为该技术不限于仅与两个支撑件和任何特定数量的多个支撑结构一起使用。
[0078]
图3示出了永磁体310的俯视图，其可以例如用作图2所示的b0磁体200的永磁体210a和210b的设计。永磁体310包括同心环310a、310b和310c，各同心环均由多个铁磁块堆叠构成，并且在中心处具有铁磁盘310d。箭头22指示了与永磁体相连的磁轭框架的方向。在磁轭不对称的实施方式中(例如，磁轭220)，磁轭将导致供其俘获和聚焦磁通量的永磁体产生的磁场也不对称，从而对b0磁场的均匀性产生负面影响。
[0079]
根据一些实施方式，改变块的尺寸以补偿磁轭对永磁体产生的磁场的影响。例如，在图3中标记的四个区域315a、315b、315c和315d中的块的尺寸可以根据相应的块所在的区域而变化。特别地，在最远离框架的区域315c中，块的高度(例如，块的与圆形磁体310的平面垂直的尺寸)可以比最靠近框架的区域315a中的相对应的块的高度大。可以在一个或多个环或环的部分中改变块的高度，这是因为补偿磁轭的影响的技术不限于改变任何特定的块、一组块和/或任何特定的尺寸。下面进一步详细说明改变块尺寸以补偿磁轭影响的一个示例。根据一些实施方式，块的高度根据块所在的永磁体环而变化。例如，各环中的块的高度均可以变化，使得各永磁体环具有不同的高度。发明人已经认识到，通过这样做，可以增大视场(即，可以将mri装置构造为具有较大的成像区域)。下面关于图5-图7进一步详细说
明改变永磁体环的高度的一个示例。
[0080]
根据一些实施方式，用于磁轭220的部分(即，框架222和/或板224a、224b)的材料是钢，例如低碳钢、硅钢、钴钢等。根据一些实施方式，mri系统的梯度线圈(图2、图3中未示出)被配置为较靠近板224a、224b附近，从而在板中感应出涡流。为了减轻，板224a、224b和/或框架222可以由硅钢构成，硅钢通常比例如低碳钢更能抵抗涡流产生。应当理解，磁轭220可以使用具有足够的磁导率的任何铁磁材料来构造，并且各个部件(例如，框架222和板224a、224b)可以由相同或不同的铁磁材料来构造，这是因为增大通量密度的技术不限于与任何特定类型的材料或材料组合一起使用。此外，应当理解，磁轭220可以使用不同的几何形状和配置来形成。
[0081]
应当理解，磁轭220可以由任何合适的材料制成，并且磁轭220的尺寸可以被设置成提供期望的磁通量俘获，同时满足诸如重量、成本、磁特性等的其它设计约束。作为示例，磁轭的框架(例如，框架222)可以由小于0.2％碳的低碳钢或硅钢形成，其中一个或多个长梁的长度为大约38英寸，宽度为大约8英寸，厚度(深度)为大约2英寸，并且一个或多个短梁的长度为大约19英寸，宽度为大约8英寸，厚度(深度)为大约2英寸。板(例如，板224a和224b)可以由小于0.2％碳的低碳钢或硅钢形成，并且具有大约30-35英寸(例如，大约32英寸)的直径。然而，以上提供的尺寸和材料仅是可用于俘获电磁体产生的磁通量的磁轭的合适实施方式的示例。
[0082]
应该理解的是，图2所示的永磁体可以使用任何数量和配置的永磁体块来制造并且不限于在此示出的数量、配置、尺寸或材料。永磁体的构造将至少部分地取决于b0磁体的设计特征，包括但不限于该b0磁体意欲操作的mri系统所需的场强、视场、便携性和/或成本。例如，取决于所期望的场强，永磁体块的尺寸可以被设置为产生范围从20mt到.1t的磁场。然而，应当理解，通过增加永磁体的尺寸可以产生其它低场强(例如，高达大约.2t)，尽管这种增加也会增加b0磁体的尺寸、重量和成本。
[0083]
在一些实施方式中，可以改变在不同象限中使用的块的高度或深度，以补偿由于非对称磁轭对b0磁场的影响。例如，在图2所示的构造中，框架222(特别是腿225a和225b)相对于永磁体210a和210b的位置导致磁通量从靠近框架的区域(例如，象限215a)被抽走，从而减小了这些区域中的通量密度。为了解决所产生的磁场不均匀性，可以改变(例如，增加)受影响区域中的块的高度或深度，以产生附加的磁通量，补偿由磁轭引起的磁通量密度的减小，从而在b0磁体的视场内改善b0磁场的均匀性。
[0084]
发明人已经理解，可以选择用于永磁体块的配置、尺寸和材料，以最小化在梯度线圈的操作期间由b0线圈产生的洛伦兹力。该技术可用于减少mri系统操作期间的振动和噪声。根据一些实施方式，选择永磁体块的设计以减小垂直于b0场(即平行于梯度线圈的平面)的磁场分量。根据一些实施方式，永磁体块的外环被设计成减小在mri系统的视场之外的区域中在操作期间对梯度线圈振动负责的磁场分量，从而减小mri系统的操作期间产生的振动和噪声。
[0085]
如本文中所述，在一些实施方式中，永磁b0磁体可以由磁轭和一对双平面几何形状的永磁体形成，双平面几何形状的永磁体之间形成成像区域，并且磁轭俘获由该对永磁体产生的电磁通量并引导该电磁通量以增大成像区域内的磁通量密度。该对永磁体均可以包括多个同心永磁体环。
[0086]
在一些实施方式中，各永磁体的永磁体环的高度可以均匀—其中各永磁体环具有与其它永磁体环相同(或基本相同)的高度。例如，图4a示出了包括多个永磁体环414a、414b、414c和414d的永磁b0磁体400。如图4b所示，永磁体环414a、414b、414c和414d的高度相同—各永磁体环414a-d均具有相同的高度“h”。永磁体环产生的通量可以由磁轭420引导，磁轭420包括框架422a、被间隙427隔开的支撑件425a和425b以及供永磁体环414a-d附接的板422b。在该说明性示例中，在与平行于板422b的平面正交的方向(在图4b中所示的轴线中由轴线“z”指示)上测量永磁体环的高度。
[0087]
图5示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的永磁b0磁体和磁轭的截面侧视图，其中形成永磁b0磁体的永磁体环的高度是变化的。不同于图4b中的图示，图5所示的永磁b0磁体500的永磁体环具有各自不同的高度。
[0088]
具体地，在图5所示的实施方式中，永磁b0磁体500包括四个永磁体环514a、514b、514c和514d。如图5所示，永磁体环514a的高度为h3，永磁体环514b的高度为h2，永磁体环514c的高度为h1，永磁体环514d的高度为h0。在图5所示的示例性实施方式中，永磁体环的高度在中心处最小(例如，永磁体环514d的高度h0最小)，其中对于b0磁体的各在径向上随后的永磁体环，高度增加。永磁体环产生的通量可以由磁轭520引导，磁轭520包括框架522a、被间隙527隔开的支撑件525a和525b以及供永磁体环514a-d附接的板522b。在该说明性示例中，在与平行于板522b的平面正交的方向(在图4b中所示的轴线中由轴线“z”指示)上测量永磁体环的高度。
[0089]
如上所述，高度h0、h1、h2和h3可以彼此相差至少阈值百分比，并且例如可以彼此相差至少1％、5％、10％、至少15％、至少20％、至少25％、至少50％或处于1-100％范围内的任何其它合适的量。例如，如图7a-图7l所示，永磁体可以包括分别具有22mm、26mm、30mm和34mm的高度的四个环。
[0090]
在图5的说明性实施方式中，永磁体环514a-d均可以由多个永磁体段组成。在一些实施方式中，一个或多个(例如，全部)永磁体环514a-d均可以由圆弧永磁体段组成。在一些实施方式中，一个或多个(例如，全部)永磁体环514a-d均可以由矩形永磁体块组成。
[0091]
尽管在图5的说明性实施方式中，环的高度随着各环的半径而增加，但是应当理解的是，可以使用其它构造并且永磁体环的高度可以以不同的方式改变，这是因为本文说明的技术的方面在这一点不受限制。例如，在一些实施方式中，至少两个环可具有相同的高度，而至少两个永磁体环可具有各自不同的高度。此外，各永磁体环的宽度(参照例如图5中标记的宽度w)也可以改变，以实现具有期望的场强、均匀性和/或视场的b0磁场。此外，尽管在图5中示出了四个永磁体环，但是，永磁b0磁体可以具有任何其它合适数量的永磁体环(例如，在2-15个环的范围内的任何数量)，这是因为本文说明的技术的方面在这一点不受限制。
[0092]
图6a、图6b和图6c分别示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的说明性永磁b0磁体600的截面侧视图、俯视图和等轴测图。如图6b所示，永磁体600包括关于共同中心605同心的四个永磁体环602、604、606和608。环602是最内永磁体环。环604是离共同中心第二近的永磁体环。环606是离共同中心第三近的永磁体环。环608是最外永磁体环。尽管永磁体环602具有中心孔，但是在其它实施方式中，永磁体环602可以由没有中心孔的实心盘代替。
[0093]
图7a-图7l更详细地示出了各永磁体环602、604、606和608。为这些永磁体环中的每一者都提供了示例尺寸。应当理解，这些尺寸是非限制性示例，这是因为永磁体环可以具有不同于图7a-图7l所示的尺寸。
[0094]
图7a、图7b和图7c分别示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的图6a-图6c所示的四环式永磁b0磁体的最内环602的截面侧视图、俯视图和等轴测图。如图7b所示，永磁体环602具有44.6mm的内径和93.40mm的外径，这意味着48.8mm的宽度。如图7a所示，永磁体环602具有22mm的高度。
[0095]
图7d、图7e和图7f分别示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的图6a-图6c所示的四环式永磁b0磁体600的永磁体环604的截面侧视图、俯视图和等轴测图。如图7e所示，永磁体604具有144.6mm的内径和190.2mm的外径，这意味着45.6mm的宽度。如图7d所示，永磁体环604具有26mm的高度。
[0096]
图7g、图7h和图7i分别示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的图6a-图6c所示的四环式永磁b0磁体600的永磁体环606的截面侧视图、俯视图和等轴测图。如图7h所示，永磁体606具有264.6mm的内径和322.2mm的外径，这意味着57.6mm的宽度。如图7g所示，永磁体环606具有30mm的高度。
[0097]
图7j、图7k和图7l分别示出了根据本文说明的技术的一些实施方式的图6a-图6c所示的四环式永磁b0磁体600的永磁体环608的截面侧视图、俯视图和等轴测图。如图7j所示，永磁体608具有466mm的内径和582.6mm的外径，这意味着116.6mm的宽度。如图7l所示，永磁体环608具有34mm的高度。
[0098]
从图6a-图6c和图7a-图7l所示的前述示例实施方式可以理解，在一些实施方式中，永磁体的永磁体环可以分别具有各自不同的高度和宽度。然而，如前所述，这不是必需的，因为在一些实施方式中，两个或更多个永磁体环可以具有相同的宽度和/或高度。
[0099]
如本文所述，在一些实施方式中，永磁b0磁体可以由磁轭和双平面几何形状的一对永磁体形成，该对永磁体之间形成成像区域，并且磁轭俘获由该对永磁体产生的电磁通量并引导该电磁通量以增加成像区域内的磁通量密度。
[0100]
发明人已经认识到，在一些实施方式中，在永磁体的操作期间，磁轭可能变得磁饱和。进而，磁轭的磁饱和会导致其磁导率不均匀。作为一个说明性示例，参照图2，由永磁体在板224a和224b中感应的磁饱和可能导致板224a和224b具有不均匀的磁导率。发明人已经理解，由于梯度线圈和磁轭之间的相互作用，板的不均匀的磁导率可能导致mri重构误差。更具体地，梯度线圈的操作在磁轭中产生磁场。磁轭的不均匀磁导率进一步导致时间相关的均匀磁场(其存在与否取决于梯度线圈的操作)叠加到由磁轭和永磁体产生的b0场，这导致重构误差。
[0101]
因此，发明人研发了各种技术来补偿磁轭中的磁饱和，从而减轻磁轭中磁导率的不均匀性。在一些实施方式中，可将铁磁材料添加到磁轭以补偿磁轭的磁饱和。例如，在一些实施方式中，附加的铁磁材料(例如，一个或多个钢板)可以附接到磁轭和/或磁轭可以被制造为包括附加的铁磁材料。作为另一示例，在一些实施方式中，可以从磁轭去除铁磁材料以补偿磁饱和。参照图2的一个说明性示例，在一些实施方式中，可通过在板224a和224b中钻一个或多个孔和/或通过改变板224a和224b的厚度(例如，通过使板朝外边缘和/或在远离框架臂223a和223b联接到板的位置的区域中变薄)来从板224a和224b去除铁磁材料。
[0102]
因此，一些实施方式包括用于提供mri系统用的b0磁场的设备。该设备具有：第一b0磁体，其被构造为产生第一磁场以对b0磁场做贡献；第二b0磁体，其被构造为产生第二磁场以对b0磁场做贡献，并且相对于第一b0磁体配置成使得成像区域设置在第一和第二b0磁体之间。该设备还包括被构造为俘获和引导由第一和第二b0磁体产生的至少一些磁通量以增大成像区域内的磁通量密度的磁轭。该磁轭包括：(1)第一板，其包括铁磁材料并联接到至少一个第一b0磁体；(2)第二板，其包括铁磁材料并且联接到至少一个第二b0磁体；(3)框架(例如，具有第一臂和第二臂的大致c形的框架，第一和第二板分别附接到第一臂和第二臂)，其包括铁磁材料并联接到第一板和第二板；(4)第一附加铁磁材料，其联接到第一板以补偿在第一板中感应的磁饱和；以及(5)第二附加铁磁材料，其联接到第二板以补偿在第二板中感应的磁饱和。在一些实施方式中，磁轭的一个或多个部分可以由低碳钢、钴钢(cofe)和/或硅钢制成。
[0103]
在一些实施方式中，第一附加铁磁材料可以与第一板分开制造，并且随后附接(例如，螺栓连接)到第一板。例如，第一附加铁磁材料可以在第一板的背离第二板的一侧附接到第一板。在其它实施方式中，第一板可以与附加铁磁材料一起制造，使得第一板包括附加铁磁材料。在又一其它实施方式中，第一附加铁磁材料可以是磁轭的一部分(例如，磁轭框架)和/或附接到磁轭的任何合适的一个或多个部分，以补偿第一板的磁饱和。
[0104]
在一些实施方式中，与第一附加铁磁材料类似地，第二附加铁磁材料可以与第二板分开制造，并且随后附接(例如，螺栓连接)到第二板。例如，第二附加铁磁材料可以在第二板的背离第一板的一侧附接到第二板。在其它实施方式中，第二板可以与附加铁磁材料一起制造，使得第二板包括附加铁磁材料。在又一其它实施方式中，第二附加铁磁材料可以是磁轭的一部分(例如，磁轭框架)和/或附接到磁轭的任何合适的一个或多个部分，以补偿第二板的磁饱和。
[0105]
在一些实施方式中，第一板的不均匀磁导率意味着第一板包括具有第一微分磁导率(differential permeability)的第一区域(例如，第一板附接到磁轭框架的臂的区域)和具有比第一微分磁导率低的第二微分磁导率的第二区域。在一些这种实施方式中，可以在第一区域附近添加第一附加铁磁材料，以补偿第一区域和第二区域之间的微分磁导率差异。
[0106]
在一些实施方式中，第一附加铁磁材料包括一个或多个铁磁板。一个或多个铁磁板可以靠近第一板所附接的第一臂部。例如，第一和第二附加铁磁材料可以包括靠近第一臂部的两个板，第一臂部布置在两个板之间(例如图8a的说明性实施方式所示，关于将在下面进一步说明的板830a、830b和第一臂823a)。
[0107]
在一些实施方式中，第一板和第二板基本上均是圆形的，并且附加铁磁材料板具有基本上圆形的边缘。例如，如图8a所示，附加铁磁材料板可以是基本上截断的圆形扇区。
[0108]
在一些实施方式中，第一和第二b0磁体对mri系统用的b0磁场做贡献，b0磁场的场强小于或等于约.2t且大于或等于约.1t。在一些实施方式中，第一和第二b0磁体对mri系统用的b0磁场做贡献，b0磁场的场强小于或等于约.1t且大于或等于约50mt。在一些实施方式中，第一和第二b0磁体对mri系统用的b0磁场做贡献，b0磁场的场强小。
[0109]
在一些实施方式中，第一和第二b0磁体可以是本文说明的任何合适类型的磁体。例如，在一些实施方式中，第一b0磁体可以是永磁体并且可以包括关于共同中心同心的多
个永磁体环。在一些实施方式中，永磁体环可具有变化的宽度和/或高度。
[0110]
在一些实施方式中，可以通过从磁轭去除铁磁材料而不是向磁轭添加铁磁材料来解决磁饱和。例如，可以通过将孔引入磁轭来去除铁磁材料。因此，一些实施方式包括提供mri系统用的b0磁场的设备，该设备包括被构造为产生对b0磁场做贡献的第一磁场的第一b0磁体以及被构造为产生对b0磁场做贡献的第二磁场的第二b0磁体，第二b0磁体相对于第一b0磁体配置成使得在第一和第二b0磁体之间设置成像区域。该设备还包括磁轭，磁轭被构造为俘获和引导由第一和第二b0磁体产生的至少一些磁通量，以增加成像区域内的磁通量密度。磁轭包括：(1)第一板，其包括铁磁材料并联接到至少一个第一b0磁体和第一组一个或多个孔(例如，圆形孔或其它开口)，以补偿在第一板中感应的磁饱和；(2)第二板，其包括铁磁性材料并且联接到至少一个第二b0磁体和第二组一个或多个孔以补偿在第二板中感应的磁饱和；以及(3)框架，其包括铁磁材料并且联接到第一板和第二板。该第一和第二组孔分别使第一和第二板的磁导率相对于没有孔的第一和第二板的磁导率更加对称。
[0111]
作为另一示例，可以通过使磁轭的一个或多个部分(例如，磁轭中的一个或多个板)变薄来去除铁磁材料。因此，一些实施方式包括提供mri系统用的b0磁场的设备，该设备包括被构造为产生对b0磁场做贡献的第一磁场的第一b0磁体以及被构造为产生对b0磁场做贡献的第二磁场的第二b0磁体，第二b0磁体相对于第一b0磁体配置成使得在第一和第二b0磁体之间设置成像区域。该设备还包括被构造为俘获和引导由第一和第二b0磁体产生的至少一些磁通量以增加成像区域内的磁通量密度的磁轭。磁轭包括：(1)第一板，其包括铁磁材料并且联接到至少一个第一b0磁体，其中第一板具有变化的厚度以补偿在第一板中感应的磁饱和；(2)第二板，其包括铁磁材料并且联接到至少一个第二b0磁体，其中第二板具有变化的厚度以补偿第二板中感应的磁饱和；以及(3)框架，其包括铁磁材料并且联接到第一板和第二板。
[0112]
图8a示出了根据一些实施方式的永磁b0磁体800。特别地，b0磁体800由磁轭820以及被配置为双平面几何形状的永磁体810a和810b形成，该磁轭俘获由永磁体810a和810b产生的电磁通量并将该电磁通量引导到相对的永磁体以增加相对的永磁体之间的成像区域中的通量密度。永磁体810a和810b均由关于共同中心同心的多个永磁体形成。特别地，如图8a中可见，永磁体810b包括永磁体环814a、814b、814c和814d。永磁体810a可以包括与永磁体410b相同的一组永磁体元件。永磁体环可以具有变化的高度和/或宽度。永磁体可以由本文说明的任何一种或多种材料制成。
[0113]
在图8a所示的实施方式中，磁轭820包括框架822以及板824a、824b。示例性框架822包括分别附接到板824a和824b的臂823a和823b以及支撑件825a和825b，支撑件825a和825b为永磁体产生的通量提供磁回路。以与上述关于磁轭820类似的方式，板824a和824b俘获由永磁体810a和810b产生的磁通量并将该磁通量引导至框架822以经由磁轭820的磁回路循环来增加b0磁体的视场中的通量密度。磁轭820可以由任何期望的铁磁材料构成，例如低碳钢、cofe和/或硅钢等，以为磁轭提供期望的磁性能。根据一些实施方式，板824a和824b(和/或框架822或其一部分)可以由硅钢等在梯度线圈最可能诱发涡流的区域中构造。
[0114]
如图8a所示，磁轭820进一步包括第一附加铁磁材料，第一附加铁磁材料包括板830a和830b，板830a和830b联接到第一板824a以补偿第一板824a中的磁饱和。板830a和830b靠近附接有第一板824a的第一臂部823a；第一臂部823a在板830a和830b之间。磁轭820
还包括第二附加铁磁材料，第二附加铁磁材料至少包括板830c，板830c联接到第二板824b以补偿第二板824b中的磁饱和。如图8a所示，板830a和830b是具有圆形边缘的截断的圆形扇区。板830a的示意图在图8b中示出。但是，应当理解，板830和830b的形状可以具有任何其它合适的形状，这是因为本文说明的技术的方面在这一点不受限制。第一和第二铁磁材料可以包括低碳钢、钴钢(cofe)、硅钢和/或任何其它类型的一种或多种铁磁材料。
[0115]
在一些实施方式中，附加铁磁材料补偿第一板824a和第二板824b中的磁饱和，这继而减小了板中磁导率的不均匀性。图9a-图9b示出了根据一些实施方式的附加铁磁材料对磁饱和的影响，并且因此对磁导率的不均匀性的影响。如图9b所示，相对于图9a所示的磁导率的不均匀性，铁磁板830a和830b的附加减小了第一板824a附接到磁轭臂823a的区域周围的磁导率不均匀性。
[0116]
在图8a所示的实施方式中，虽然板830a和830b附接到第一板824a，但是在其它实施方式中，板830a和830b可以是第一板824a的一部分。在其它实施方式中，第一附加铁磁材料可以被附接至第一臂823a的一部分或者是第一臂823a的一部分。通常，只要附加铁磁材料补偿了第一板824a中的磁饱和，第一附加铁磁材料就可以附接到磁轭820的任何合适的一个或多个部分和/或成为磁轭820的任何合适的一个或多个部分的一部分。
[0117]
如本文所述，发明人已经研发了低功率、便携式低场mri系统，其可以部署在几乎任何环境中，并且可以被带到要经历成像程序的患者处。以此方式，在急诊室、重症监护室、手术室和许多其它位置的患者在传统上无法使用mri位置处可以从mri中受益。下面将进一步详细地说明便于便携式mri的方面。
[0118]
图10示出了根据一些实施方式的低功率便携式低场mri系统。便携式mri系统1000包括b0磁体1005，b0磁体1005包括通过铁磁磁轭1020彼此磁耦合的至少一个第一永磁体1010a和至少一个第二永磁体1010b，铁磁磁轭1020被构造为俘获和引导磁通量以增大mri系统的成像区域(视场)内的磁通量密度。可以使用任何合适的技术来构造永磁体1010a和1010b，包括本文所述的任何技术(例如，使用关于图2中示出的并且在图2的附带说明中所述的b0磁体200说明的任何技术、设计和/或材料)。磁轭1020也可以使用本文所述的任何技术(例如，使用关于图2中示出的并且在图2的附带说明中所述的磁轭220说明的任何技术、设计和/或材料)来构造。应当理解，在一些实施方式中，b0磁体1005可以使用电磁体形成。b0磁体1005可以与一个或多个其它磁性部件(诸如系统的梯度线圈(例如，x-梯度线圈、y-梯度线圈和z-梯度线圈)和/或任何垫片部件(例如，垫片线圈或永磁体垫片)、b0校正线圈等)一起被包围或封闭在外壳1012内。
[0119]
b0磁体1005可以通过定位机构1090(诸如测角台)联接或以其它方式附接或安装到基座1050，使得b0磁体可以倾斜(例如，绕其质心旋转)，以提供根据需要容纳患者身体的倾斜度。在图10中，b0磁体被示出为水平而没有倾斜。定位机构1090可以固定到基座1050的被配置为支撑b0磁体1005的重量的一个或多个载荷承载结构。
[0120]
除了设置用于支撑b0磁体的载荷承载结构外，基座1050还包括内部空间，该内部空间被构造为容纳操作便携式mri系统1000所需的电子器件1070。例如，基座1050可以容纳电力部件以操作梯度线圈(例如x、y和z)和rf发射/接收线圈。发明人已经研发了通常低功率、低噪声和低成本的梯度放大器，该梯度放大器被构造为在低场域中适当地对梯度线圈供电，被设计为较低成本，并且被构造为安装在便携式mri系统的基座内(即，不是像传统上
那样被静态地固定在固定设施的单独房间中)。根据一些实施方式，当系统空闲时，用于给mri系统的梯度线圈供电的电力电子器件消耗小于50w的功率，而当mri系统操作时(即，在图像获取期间)，电力电子器件消耗的功率在100-300w之间。基座1050还可以容纳rf线圈放大器(即，用于操作系统的发射/接收线圈的功率放大器)、电源、控制台、配电单元以及操作mri系统所需的其它电子器件，下面将进一步说明其细节。
[0121]
根据一些实施方式，操作便携式mri系统1000所需的电子器件1070消耗小于1kw的功率，在一些实施方式中，消耗小于750w的功率，并且在一些实施方式中，消耗小于500w的功率(例如，使用永磁b0磁体解决方案的mri系统)。下面进一步详细说明用于便于mri装置的低功率操作的技术。然而，也可以利用消耗较大功率的系统，这是因为该方面在这一点不受限制。图10所示的示例性便携式mri系统1000可以经由被构造为连接到干线电源的单个电力连接1075供电，干线电源诸如是提供单相电力的插座(例如，标准或大型电器插座)。因此，便携式mri系统可以插入单个可用电力插座中并从其操作，消除了对专用电源的需求(例如，消除了对专用三相电源的需求以及消除了对其它将三相电力转换为单相电力以分配给mri系统的相应组件的电力转换电子器件的需求)，并改善了mri系统的可用性以及便携式mri系统的使用环境和位置。
[0122]
图10所示的便携式mri系统1000还包括：传送机构1080，其允许便携式mri系统被运输到不同的位置。传送机构可以包括被构造为有助于便携式mri系统运动到例如需要mri的位置的一个或多个部件。根据一些实施方式，传送机构包括联接至驱动轮1084的马达1086。以这种方式，传送机构1080在将mri系统1000运输至期望位置时提供机动辅助。传送机构1080还可以包括多个脚轮1082，以辅助提供支撑和稳定性并且有助于运输。
[0123]
根据一些实施方式，传送机构1080包括使用控制器(例如，操纵杆或可以由人操纵的其它控制器)控制的机动辅助，以在将便携式mri系统运输到期望位置期间引导便携式mri系统。根据一些实施方式，传送机构包括动力辅助装置，该动力辅助装置被构造成检测何时将力施加到mri系统，并且作为响应，接合传送机构以在检测到的力的方向上提供机动辅助。例如，图10中所示的基座1050的轨道1055可以被构造为检测何时将力施加到轨道(例如，通过人员在轨道上推动)，并接合传送机构以提供机动辅助来沿所施加的力的方向驱动轮。结果，使用者可以响应于使用者施加的力的方向利用传送机构的辅助来引导便携式mri系统。动力辅助机构还可以提供碰撞安全机构。特别地，还可以检测与另一物体(例如，壁、床或其它结构)的接触力，并且输送机构将相应地以远离该物体的机动运动响应作出反应。根据一些实施方式，可以取消机动辅助，并且可以通过使人使用手动力将系统移动到期望的位置来运输便携式mri系统。
[0124]
便携式mri系统1000包括对系统的成像区域提供电磁屏蔽的滑动件1060。滑动件1060可以是透明的或半透明的，以保持mri系统的开放感，以帮助在闭孔(closed bore)内进行传统mri期间可能经历幽闭恐惧症的患者。滑动件1060也可以被穿孔以允许气流增加mri系统操作期间的开放感和/或消散由mri系统产生的噪声。滑动件可以具有结合在其中的屏蔽件1065，以阻止电磁噪声到达成像区域。根据一些实施方式，滑动件1060也可以由导电网形成，该导电网将屏蔽件1065提供给成像区域并有助于系统的开放感。因此，滑动件1060可以提供可移动的电磁屏蔽以允许患者被定位在系统内，一旦患者被定位或在获取期间允许人员进行调节，和/或使外科医生能够访问患者等。因此，可移动的屏蔽件有助于灵
活性，该灵活性使得便携式mri系统不仅可以在未屏蔽的房间中使用，而且允许执行否则不可用的程序。
[0125]
根据一些实施方式，便携式mri系统不包括滑动件，其提供了基本上开放的成像区域，有助于将患者更容易地放置在系统内，减少了幽闭恐惧症的感觉和/或改善了对位于mri系统内的患者的访问(例如，允许医生或外科医生在成像过程之前、期间或之后访问患者，而不必从系统中移出患者)。发明人已经研发了有助于以变化的电磁屏蔽水平执行mri的技术，该技术不屏蔽或基本上不屏蔽成像区域，包括适于抑制环境中的电磁噪声的噪声抑制系统。根据一些实施方式，便携式mri系统1000可以配备有使用本文说明的一种或多种噪声抑制和/或避免技术的降噪系统，以与便携式mri系统1000的给定屏蔽装置的屏蔽构造一起例如动态地适应噪声抑制和/或消除。因此，便携式低场mri系统1000可以被运输到患者和/或期望位置处，并在专门的屏蔽室(例如，急诊室、手术室、nicu、全科医生办公室、诊所)外操作和/或无论患者在哪里都直接被带到床旁，从而可以在需要的时间和地点进行mri。
[0126]
图11a-图11f示出了构造便携式mri系统1100的许多示例性步骤。在图11a中，包括上部永磁体1110a、下部永磁体1110b和磁轭1120的b0磁体1110安装在基座1150的顶部，在图11a中示出了基座1150的一部分(在图11f中示出了整个基座1150)。尽管可以使用永磁体环的任何构造，但是上部永磁体1110a和下部永磁体1110b仍由例如与关于图2和图3说明的永磁体环类似的多个永磁体块同心环形成。例如使用以上关于图2至图7所述的技术和材料可以将b0磁体1110和磁轭1120构造为较轻的重量，使得如图11f所示的完成的便携式mri系统的总重量小于1500磅，更优选地小于1000磅。因此，便携式mri系统1100可以在具有或不具有马达辅助功能的情况下由人运输到不同的位置，下面进一步详细说明其示例。
[0127]
b0磁体1110可以被构造为在非常低的场强域(例如，小于或等于大约.1t)中产生b0磁场。例如，尽管可以使用任何低场强，便携式mri系统1100可以被构造为在大约64mt的磁场强度下操作。非常低的场域中的b0磁场强度有助于保持靠近便携式mri系统的5高斯线(例如，来自b0磁体的边缘磁场为5高斯或更低的外周界)。例如，根据一些实施方式，5高斯线的最大尺寸小于七英尺，更优选地小于5英尺，甚至更优选地小于4英尺。
[0128]
如图11a所示，在一个或多个永磁体环的顶部设置的是被构造为改善由b0磁体1110产生的b0磁场的轮廓的永磁体垫片1130。如上所述，用于解决低场域的较低snr特性的一种示例性技术是通过b0磁体来改善b0磁场的均匀性。通常地，b0磁体需要在某种程度上加垫片(shimming)以产生具有对于mri的使用而言令人满意的轮廓(例如，处于期望的场强和/或均匀性的b0磁场)的b0磁场。特别地，诸如设计、制造公差、不精确的生产处理、环境等的生产因素引起场变化，该场变化在组装/制造之后产生具有不令人满意的轮廓的b0场。例如，在生产之后，上述示例性的b0磁体200和/或300可能会产生具有不令人满意的轮廓(例如，不适合成像的b0场中的不均匀性)的b0场，通常需要通过加垫片来改善或校正该磁场，以产生临床有用的图像。
[0129]
加垫片是指用于调节、校正和/或改善磁场(通常是磁共振成像装置的b0磁场)的各种技术中的任何一种技术。类似地，垫片是指(例如，通过产生磁场)执行加垫片的某物(例如，物体、部件、装置、系统或其组合)。在全部内容通过引用合并于此的于2017年3月22日提交的题为“磁场加垫片用的方法和设备”的美国专利申请公开no.2017/0276749中说明
了有助于对mri用的b0磁体进行更有效和/或更具成本效益的加垫片的技术。
[0130]
示例性的永磁体垫片1130a、1130b、1130c和1130d可以例如使用
‘
500申请中说明的任何加垫片技术来设置。特别地，可以通过计算磁场校正并确定用于永磁体垫片的磁性图案来确定永磁体垫片1130a-d的构造或图案(例如，形状和尺寸)，以至少部分地提供磁场校正。例如，永磁体垫片1130a-d可以补偿由于非对称磁轭1120导致的对b0磁场的影响。例如，可以确定永磁体垫片1130a-d的图案以减轻和/或基本上消除由于磁轭112的影响在b0磁场中产生的不均匀和/或更多地补偿由于例如不完善的制造工艺和材料导致的b0磁场中的其它不均匀性，以改善b0磁体的轮廓(例如，强度和/或均匀性)。应该理解的是，在图11a所示的实施方式中，永磁体1110a也具有设置在其上的在图11a所示的图中不可见的永磁体垫片。
[0131]
图11b和图11c示出了便携式mri系统1100的梯度线圈用的振动支架。如图11b所示，振动支架1140包括位于外永磁体环上方并紧固到位的部分。特别地，将标记有示例性圆弧段1142a和1142b的圆弧段1142固定到位于外永磁体环外侧的框架，并且将标记有示例性圆弧段1144a和1144b的对应圆弧段1144固定在位于外永磁体环内侧的框架。如图11d所示，将标记有示例性板条1145a-d的板条1145紧固到圆弧段1142和1144，以形成用于安装梯度线圈的振动支架。如图11c所示，附加的圆弧段1146和1148被配置在内永磁体环之间，以有助于将梯度线圈紧固到振动支架1140。图11c示出了完成的振动支架1140，其被构造为使得梯度线圈(例如，在其上制造梯度线圈的层压板)可以被紧固到b0磁体的框架，以在梯度线圈与永磁体垫片和b0磁体1110的环之间设置间隔，并提供振动阻尼，以减小操作期间梯度线圈的噪声和振动。应该理解的是，在11b至图11c所示的实施方式中，在上部永磁体上也设置有振动支架，该振动支架在图11b和11c所示的图中不可见。
[0132]
图11d示出了其上制造有梯度线圈、紧固到振动支架1140的层压板1128。例如，层压板1128可以具有图案化到一层或多层层压板1128的一个或多个x-梯度线圈、一个或多个y-梯度线圈和/或一个或多个z-梯度线圈。也可以在层压板1128上制造一种或多种其它磁性部件，诸如b0磁体1110用的一个或多个垫片或校正线圈。在全部内容通过引用合并于此的于2017年1月10日公开的题为“低场磁共振成像方法和设备”的美国专利no.9,541,616(
‘
616专利)中说明了在层压板上制造磁性部件的技术。应该理解的是，在图11d所示的实施方式中，包括一个或多个梯度线圈(例如，用于x、y和z方向的梯度线圈)的层压板也被紧固到设置于上部永磁体的振动支架以提供mri所需的梯度磁场，该上部永磁体在图11d所示的图中不可见。
[0133]
图11e示出了附加永磁体垫片1130’，其固定在图11d所示的层压板1128上。永磁体垫片1130’可以为b0磁体提供良好的垫片。特别地，使用合并于此的
‘
500申请中说明的任何技术，可以通过计算磁场校正并确定永磁体垫片的磁性图案来确定永磁体垫片1130’的磁性图案，以提供至少一部分磁场校正。图案化的永磁体垫片1130可以固定到基板1132，使得可以将永磁体垫片固定到层压板顶部的便携式mri系统上(例如，使用
‘
500申请中所述的任何图案化技术)。以此方式，图11a中所示的永磁体垫片1130可以提供粗糙的垫片，而永磁体垫片1130’可以提供较细的垫片，以改善由b0磁体1110产生的b0磁场的轮廓(例如，以校正b0偏移和/或改善b0磁场的均匀性)。应该理解的是，在图11e所示的实施方式中，可以将另一永磁体垫片固定到上部永磁体上的层压板上方的框架上以校正和/或改善由永磁体1110产
生的b0磁场的轮廓，该垫片在图11e所示的图中不可见。所设置的垫片(例如，永磁体垫片1130、1130’和/或与梯度线圈一起制造在层压板上的垫片线圈)有助于适用于获得临床有用图像的均匀的b0磁场。
[0134]
图11f示出了便携式mri系统1100，便携式mri系统1100具有在图11a至图11e中示出的磁性部件上方的外壳或外部覆盖物。特别地，外壳1115a和1115b为b0永磁体1110、永磁体垫片1130和1130’以及包括分别用于b0磁体的上部和下部的系统的梯度线圈的层压板1128提供覆盖。根据一些实施方式，外壳1125为磁轭1128以及壳体前置放大器和控制系统的热管理的风扇控制器提供覆盖。便携式mri系统1100的磁性部件由基座1150支撑，基座1150包括用于容纳便携式mri系统的电子部件的外壳1102。便携式mri系统1100的尺寸可以被设置为有助于便携式mri系统1100的可操纵性，使得可以将系统带到患者处。此外，便携式低场mri系统1100可以由材料构造为并且被设计为重量轻，优选地小于1500磅，并且更优选地小于1000磅。
[0135]
使用本文说明的技术，发明人已经研发了能够被带到患者处的便携式低功率mri系统，从而在需要的地方提供负担得起且可广泛部署的mri。图12a和图12b示出了根据一些实施方式的便携式mri系统的图。便携式mri系统1200包括：部分地由上部磁体1210a和下部磁体1210b形成的b0磁体1210，其中磁轭1220联接到上部磁体1210a和下部磁体1210b以增大成像区域内的通量密度。b0磁体1210可以与梯度线圈1215(例如，全部内容通过引用合并于此的于2015年9月4日提交的题为“低场磁共振成像方法和设备”的美国申请no.14/845652中说明的任何梯度线圈)一起容纳在磁体外壳1212中。根据一些实施方式，b0磁体1210包括电磁体。根据一些实施方式，b0磁体1210包括永磁体，例如，与图2中示出的永磁体200相似或相同的永磁体。
[0136]
便携式mri系统1200还包括基座1250，基座1250容纳操作mri系统所需的电子器件。例如，基座1250可以容纳电子器件，电子器件包括被构造为使用干线电力(例如，经由到标准壁装电源插座和/或大型电器电源插座的连接)来操作mri系统的电力部件。例如，基座1270可以容纳诸如本文所述的低功率部件，从而使得便携式mri系统至少部分地能够从容易获得的壁装电源插座供电。因此，便携式mri系统1200可被带到患者处并插入附近的壁装电源插座。
[0137]
便携式mri系统1200还包括可移动的滑动件1260，滑动件1260可被打开和关闭以及以各种构造定位。滑动件1260包括可由任何合适的导电或磁性材料制成的电磁屏蔽件1265，以形成可移动的屏蔽件来衰减便携式mri系统的操作环境中的电磁噪声，以为成像区域屏蔽至少一些电磁噪声。如本文所使用的，术语电磁屏蔽是指被构造为衰减有意义的频谱中的电磁场并且被定位或配置为屏蔽有意义的空间、物体和/或部件的导电或磁性材料。在mri系统的背景下，电磁屏蔽可用于屏蔽mri系统的电子部件(例如，电力部件、缆线等)、屏蔽mri系统的成像区域(例如，视场)或两者。
[0138]
从电磁屏蔽获得的衰减程度取决于许多因素，包括使用的材料类型、材料厚度、电磁屏蔽件的期望或要求的频谱、电磁屏蔽件中的孔的尺寸和形状(例如，导电网中空间的尺寸、屏蔽件中未屏蔽部分或间隙的尺寸等)和/或孔相对于入射电磁场的取向。因此，电磁屏蔽件一般是指用来衰减至少一些电磁辐射并且被定位为通过衰减至少一些电磁辐射而至少部分地屏蔽给定空间、物体或部件的任何导电性或磁性屏障。
[0139]
应当理解，期望被屏蔽(电磁场的衰减)的频谱可以根据被屏蔽的内容而不同。例如，用于特定电子部件的电磁屏蔽可以被构造为与mri系统的成像区域的电磁屏蔽相比衰减不同的频率。关于成像区域，有意义的频谱包括改变、影响和/或降低mri系统激发和检测mr响应的能力的频率。通常地，对mri系统的成像区域有意义的频谱对应于接收系统为此构造或能够检测到的给定b0磁场强度下的标称操作频率(即拉莫尔频率)附近的频率。该频谱在本文中称为mri系统的操作频谱。因此，为操作频谱提供屏蔽的电磁屏蔽件是指被配置或定位为衰减至少在mri系统的成像区域的至少一部分的操作频谱内的频率的导电或磁性材料。
[0140]
因此，在所示的便携式mri系统1200中，可动屏蔽件能够被构造为提供按需调整以容纳患者、提供对患者的访问和/或根据给定的成像规程的不同配置的屏蔽件。例如，对于图13所示的成像过程(例如，脑部扫描)，一旦患者已经被定位，就可以例如使用手柄1362关闭滑动件1360，以除了容纳患者的上部躯干的开口在成像区域周围设置电磁屏蔽件1365。因此，可动屏蔽件允许将屏蔽件构造成适合于成像过程的配置，并且有助于将患者适当地定位在成像区域内。
[0141]
为了确保可动屏蔽件提供屏蔽而不管放置滑动件的配置如何，可以配置电垫圈以沿着可动屏蔽件的周边设置连续的屏蔽件。例如，如图12b所示，可以在滑动件1260和磁体外壳之间的界面处设置电垫圈1267a和1267b，以维持沿着该界面设置连续的屏蔽件。根据一些实施方式，电垫圈是铍指或铍铜指等(例如，铝垫圈)，电垫圈在滑动件1260移动到成像区域附近的期望位置期间和之后维持屏蔽件1265和地面之间的电连接。根据一些实施方式，在滑动件1260之间的界面处设置电垫圈1267c，使得处于滑动件集合在一起的配置中在滑动件之间设置连续的屏蔽件。因此，可动滑动件1260可以为便携式mri系统提供可构造的屏蔽件。
[0142]
图12c示出了根据一些实施方式的便携式mri系统的另一示例。便携式mri系统1300可以在许多方面类似于图2、图12a和图12b所示的便携式mri系统。然而，滑动件1360的构造不同，屏蔽件3965’的构造也不同，导致制造起来更容易且更便宜的电磁屏蔽件。如上所述，降噪系统可用于允许便携式mri系统在未屏蔽的房间中操作，并且系统本身的成像区域附近具有不同程度的屏蔽，不包括或基本上不包括成像区域用的装置级电磁屏蔽件。在全部内容通过引用合并于此的于2018年1月24日提交的题为“便携式磁共振成像方法和设备”的美国专利申请公开no.2018/0168527中说明了的发明人研发的示例性屏蔽件设计和降噪技术。
[0143]
为了有助于运输，设置了机动部件1280，以允许例如使用诸如在mri系统上或远离mri系统设置的操纵杆之类或其它控制机构的控制器来将便携式mri系统从一个位置驱动到另一个位置。以此方式，便携式mri系统1200可以被运输到患者处并且被操纵到床边以执行成像，如图13所示。如上所述，图13示出了已经被运输到患者床边以执行脑部扫描的便携式mri系统1300。
[0144]
因此，已经说明了本公开中阐述的技术的多个方面和实施方式，应当理解，本领域技术人员将容易想到各种改变、变形和改进。这种改变、变形和改进旨在本文说明的技术的精神和范围内。例如，本领域技术人员将容易想到用于执行本文说明的功能和/或获得结果和/或一个或多个优点的各种其它手段和/或结构，并且每个这种改变和/或变形被认为在
本文说明的实施方式的范围内。本领域技术人员仅使用常规实验将认识到或能够确定本文所述的特定实施方案的许多等同方案。因此，应当理解，前述实施方式仅以示例的方式给出，并且在所附权利要求及其等同物的范围内，可以以不同于具体说明的方式来实践本发明的实施方式。此外，如果本文说明的两个或更多个特征、系统、物品、材料、套件和/或方法不相互矛盾，则这些组合、系统、物品、材料、套件和/或方法的任意组合可以包括在本公开的范围内。
[0145]
如本文所定义和使用的，所有定义应被理解为对词典定义、通过引用并入的文献中的定义和/或所定义术语的普通含义的控制。
[0146]
如在说明书和权利要求书中使用的不定冠词“一”和“一个”，除非明确地相反地指出，否则应理解为表示“至少一个”。
[0147]
如本文在说明书和权利要求书中使用的短语“和/或”应理解为是指关连在一起的元件的“其中一个或两个”，即在某些情况下连动出现的元件和在其它情况下分离出现的元件。利用“和/或”列出的多个元件应以相同的方式解释，即，如此关连的元件中的“一个或多个”。除了由“和/或”子句专门标识的元件以外，还可以选择存在其它元件，无论与那些专门标识的元件相关还是无关。因此，作为非限制性示例，在与诸如“包括”的开放式语言结合使用时，对“a和/或b”的引用在一个实施方式中可以仅指a(可选地包括除b以外的元件)；在另一个实施方式中，仅指b(可选地包括除a以外的元件)；在又一个实施方式中，指a和b(可选地包括其它元件)；等等。
[0148]
如本文在说明书和权利要求书中所使用的，在提及一个或多个元件的列表时，短语“至少一个”应理解为是指选自元件列表中的一个或多个元件的至少一个元件，但不一定包括元件列表中专门列出的所有元件中的至少一个，并且不排除元件列表中元件的任何组合。该定义还允许除了短语“至少一个”所指代的元件列表中专门标识的元件之外的元件可以可选地存在，无论与那些专门识别的元件有关还是无关。因此，作为非限制性示例，“a和b中的至少一个”(或等效地，“a或b中的至少一个”，或等效地“a和/或b中的至少一个”)在一个实施方式中可以指代为至少一个、可选地包括一个以上的a且不存在b(并且可选地包括除b以外的元件)的情况；在另一个实施方案中，可以指代为至少一个、可选地包括一个以上的b且不存在a(并且可选地包括除a以外的元件)的情况；在又一个实施方式中，可以指代为至少一个、可选地包括一个以上的a且至少一个、可选地包括一个以上的b(以及可选地包括其它元件)的情况；等等。
[0149]
另外，本文中使用的名词和术语是出于说明的目的并且不应被视为限制。本文中“包括”或“具有”、“包含”、“涉及”及其变体的使用意在涵盖其后列出的项目及其等同物以及其它项目。
[0150]
在权利要求书以及以上说明书中，所有过渡性短语，诸如“包括”、“携带”、“具有”、“包含”、“涉及”、“保持”、“组成”等应理解为开放式的，即意味着包括但不限于。仅过渡短语“由
……
构成”和“基本上由
……
构成”分别应是封闭的或半封闭的过渡短语。